摘要：切伦科夫光是放射性核素衰变过程中的发光现象，在生物医学领域受到越来越多的关注(切伦科夫光的可见光波段可以直接被相机捕获实现切伦科夫成像，有望运用于术中导航(同时，切伦科夫光在此过程中作为体内光源的性质也受到关注，将核素作为体内光源结合纳米颗粒进行光动力治疗可以取得较好的肿瘤抑制性(但是由于切伦科夫光的发光效率极低，相关研究仍存在争议，其可能并不是仅有切伦科夫光起作用的结果(虽然切伦科夫光在生物医学领域具有独特运用，但其较低的发光效率是限制其发展的关键因素(基于纳米颗粒-核素相互作用的体系则可解决这一问题，为进一步拓展切伦科夫光在生物医学研究中的应用奠定基础。
关键词：切伦科夫光;纳米药物;放射性核素;诊疗一体化;光动力治疗
切伦科夫光(Cherenkov/Cerenkovlight,CL)是指当带电粒子(如电子)的速度超过介质中光速时，介质被激发产生的电磁辐射，也被称为瓦维洛夫-切伦科夫光(SergeyVavilov-Cherenkovlight)。早在1888年，物理学家OliverHeaviside提出了一个预测性的理论:带电粒子以大于光的相速度运动时，其与介质的相互作用会导致发光。在此之后，许多核物理学家在此方面做出了许多贡献。其中，前苏联科学家切伦科夫是第一个通过实验检测它的人，因此荣获1958年诺贝尔奖,并以其名字命名这种辐射。
相关期刊推荐：《核化学与放射化学》Journal of Nuclear and Radiochemistry(双月刊)1979年创刊，是中国核学会与放射化学学会主办的学术刊物。办刊宗旨是为核化学与放射化学科学技术领域提供一个学术交流、成果推广的园地。本刊主要报道核化学与放射化学基础研究、放化工艺研究、辐射化学、同位素化学及有关分离分析方法的科研成果，适当报道国内外核化学与放射化学的新成就和发展动态及重要会议消息等。
1切伦科夫光产生的原理
在真空中，粒子的运动速度必然小于光速;但在介质中，光速会由于介质的影响而下降,导致粒子的运动速度可以高于介质中的光速。切伦科夫光的产生原理示于图1(带电粒子在介质中运动时，介质会被带电粒子极化而激发至激发态，随后又通过弛豫回到基态并放出电磁波(图1(a)「3+)。由于带电粒子的运动速度()大于介质中的光速(),即介质产生的电磁波的传播速度小于粒子的运动速度，基于惠更斯原理(图1(b)「3+),电磁波发生相长干涉形成连续的电磁波谱，并沿着粒子运动方向的一定夹角发出。这一原理与音爆产生的原理相同。
切伦科夫光是由带电粒子运动的介质发出而不是带电粒子本身(图1(c)「3+)。+核素产生切伦科夫光的根本条件是+粒子能量大于切伦科夫阈值(261keV(水中))。切伦科夫光的强度根据Frank-Tamm公式⑷给出：
切伦科夫光在紫外-可见光区呈连续光谱，光强以1/&2关系减小，而在X射线及以下的短波段由于介质折光率的下降(n<1)造成带电粒子无法超过介质光速而无法产生切伦科夫光，因而切伦科夫光主要集中在紫外-蓝光区囚。
在过去，切伦科夫光的相关研究主要集中在其物理性质及材料性能方面,如检测宇宙中的伽马射线与强子射线等宇宙粒子或使用发射的切伦科夫光的角度进行粒子速度计算。近年来也有少量研究报道关注于将切伦科夫光用于活体成像与光动力治疗(PDT)7应，而纳米药物科学则成为其重要的应用方向。
2切伦科夫成像
2009年Robertson等在注射了临床放射性示踪剂的动物体内首先观察到切伦科夫光，随后开发了切伦科夫成像技术。在此之后，许多科学家研究了不同医用放射性核素的切伦科夫成像的特征「9「11+。因此，借助切伦科夫成像技术，同一放射性核素探针可以提供两种独立的成像模态(光学和正电子发射断层扫描(PET)成像)。切伦科夫成像与传统的PET成像相比,具有一定的优势*+(1)光学相机比昂贵的核成像仪器更具成本效益2切伦科夫成像的成像时间更短;(3)切伦科夫成像可以对常规活体核成像手段(PET、单光子发射计算机断层成像(SPECT)无法成像的核素进行成像，如90Y*2+或225Ac*3+(具有+发射子体的，发射体。
由于18F等放射性核素常用于癌症诊断，因此切伦科夫光的医学应用研究主要集中在肿瘤学研究中。但是切伦科夫成像同样存在一定的缺陷1)切伦科夫光在紫外光区强度高而在长波区强度迅速减小，通过光学扫描仪得到了体外的100MCi(3.7MBq)18F-FDG或89Zr的切伦科夫光的定量光谱，其符合Frank-Tamm方程所预期的特征1&2谱(图2(a))「3+体内切伦科夫成像时，可以看到高频光子的衰减，小鼠膀胱中18F-FDG的切伦科夫光谱在红光及近红外区域有最大吸收，而89Zr的切伦科夫光则在短波区表现出较强的吸收(平均值士标准差3=4)(图2(b))「3+,由于组织对短波光子有较强的吸收与散射，短波波谱衰减显著，因此难以检测到几厘米深处的切伦科夫光2)切伦科夫光比环境光的强度低约10亿倍「14+,这意味着在成像时需要阻挡环境光，并且需要数分钟的采集时间。
放射性核素与纳米粒子结合使用在一定程度上可以解决第一个问题「"15+。纳米粒子通常具有光致发光的特性，放射性核素衰变产生的切伦科夫光与纳米粒子相互作用可以产生长波辐射(图3(a))。由图3(a)可知，从正电子-荧光纳米粒子系统获得三个信号：切伦科夫光、红移荧光和PET信号，而高能电子-纳米颗粒系统仅产生切伦科夫光和红移荧光。切伦科夫光-荧光纳米粒子系统可大致分为三类：与纳米粒子分离的切伦科夫发射体、与纳米粒子表面结合的发射体和纳入纳米粒子晶格的发射体(图3(b))。
当将纳米粒子与放射性核素结合用于切伦科夫成像时，需要考虑到放射性核素的切伦科夫光强度等因素。如果需要高强度的切伦科夫光，则68Ga或90Y等放射性示踪剂优于18F或64Cu;如果需增加切伦科夫光的深度渗透，则应优选具有被蓝光激发的高量子产率的光致发光纳米颗粒，并且发射光谱处于红光或近红外光区域(其中组织吸收性较低)
3基于切伦科夫光的光动力治疗
光动力治疗PDT)已成为生物医学研究的新前沿。在典型的PDT中，光敏剂需要由外部光源激活，但由于常规光源(波长400〜800nm)容易被生物组织吸收和散射*6+，深层肿瘤的治疗效果并不理想，必须借助纤维光源「17+。为此，医生与科学家们提出使用化学/生物发光系统：将化学/生物发光作为内部光源来解决光的组织穿透能力不足的问题「18+。基于放射性示踪剂的PET成像是一种活体全身成像技术，与其他光学成像方式相比没有组织深度的限制*9+，可以提供肿瘤大小和位置的信息，通过图像引导治疗「20+。在PDT治疗中PET成像技术可以对PDT治疗效果进行评价，设计PDT治疗时间「21+。因此PET和PDT的组合可能成为治疗癌症的绝佳方法之一(2015年，华盛顿大学的SamuelAchilefu及其同事报道了利用放射性核素产生切伦科夫光作为光源，激发二氧化钛纳米颗粒实现PDT治疗，打破PDT光源穿透深度限制的方法「22「23+(图4)。从放射性核素的衰变中发出的切伦科夫光被用作内部光源以激活充当纳米光敏剂的二氧化钛纳米颗粒，活化的二氧化钛纳米粒子产生羟基自由基(・OH)诱导局部细胞凋亡*4+。
Achilefu及其同事使用用于肿瘤PET成像的64Cu作为PDT光源*2+。将聚合物包被的纳米光敏剂和64Cu正电子发射体共同注射至侵袭性纤维肉瘤肿瘤中，在30d内观察到小鼠肿瘤完全消退，而纳米光敏剂和非放射性“冷”铜的共注射不会导致任何治疗后果。但由于临床上药物难以通过局部注射的方法直接作用于肿瘤部位，该方法受到较大的限制。聚合物包被的二氧化钛纳米光敏剂不具有肿瘤靶向性，Achilefu随后开发了可与肿瘤细胞膜上高表达的转铁蛋白受体相结合的去铁转铁蛋白修饰的第二代粒子，最后用去铁转铁蛋白携带二茂钛作为额外的光引发剂以提高功效*2+。去铁转铁蛋白包被的纳米光敏剂和18F氟脱氧葡萄糖(18F-FDG)均以静脉注射的方式注射到小鼠体内，去铁转铁蛋白修饰的纳米光敏剂和18F-FDG均在肿瘤具有高摄取，进而无须任何外部光源即实现PDT。而使用具有二茂钛的纳米光敏剂可以增大对肿瘤的治疗效果，从而实现对肿瘤的“双重打击-同时，使用具有靶向性的临床放射性示踪剂作为内部光源，可以将PDT扩展到多转移性疾病。与传统PDT中的外照射相比，放射性核素的切伦科夫光通量nJ/cm2)远小于传统PDT的总光通量mj/cm2)24+。因此该策略具有很高的应用前景，然而仍有待进一步探讨PDT激发中放射性核素(较长时间、较低光子通量)与外部光束(较短、高强度激发)之间的差异*5+。提高PDT效率的关键途径是探索产生更多切伦科夫光的放射性核素及符合切伦科夫光光谱的光敏剂(.
蔡伟波课题组利用中空的介孔二氧化硅纳米粒子HMSNs)载带二氢吓吩(Ce6)，并使用氧化锆-89(51/2(89Zr)m78.4h)进行放射性标记，实现了高效PDT,使得Ce6可以在同一个纳米结构中通过89Zr的切伦科夫光激活*6+。体外细胞活性实验中证明细胞死亡率与Ce6和89Zr浓度成正相关的函数关系。体内研究表明：当小鼠皮下注射89Zr-HMSN-Ce6时，肿瘤生长受到抑制，肿瘤切片的组织学分析显示肿瘤组织受损，这意味着活性氧物质介导了这种损伤。同时，放射性标记的89Zr-HMSN-Ce6纳米结构也可用于PET图像引导的PDT。
与Achilefu的研究亦相比，蔡伟波使用了更长半衰期(T1/z(#Zr)=78.4h)与更高能量(909keV)的+发射体89Zr作为切伦科夫光源激发Ce6，以产生活性氧物种。Ce6具有在400nm处达到峰值的强吸收带，其与89Zr的切伦科夫光谱相匹配，增大了能量转换效率。但是89Zr-HMSN-Ce6纳米粒子在肝脏中的大量富集将导致严重的肝损伤，需要进一步改良与优化。
刘志博课题组用68Ga作为切伦科夫光源激发葡聚糖修饰的TiOz纳米颗粒(D-TiOzNPs)，实现了切伦科夫光介导的光动力治疗与18F相比，68Ga介导的光动力治疗能更好地抑制4T1细胞生长，并显示出更强的DNA损伤。体内研究表明，当用D-TiOzNPs和68Ga-BSA的组合处理荷瘤小鼠时，肿瘤生长几乎被完全抑制。该研究证明，68Ga是一种比18F更有效的PDT切伦科夫光光源，而且68Ga的优势在于其切伦科夫光生产率比18F高约20倍;此外，68Ga标记的PET示踪剂如68Ga-PSMA[Z8],68Ga-DOTA-TATE[Z9]和68Ga-DOTA-TOC[30]已广泛用于癌症诊断，并且对肿瘤靶向具有高度特异性;而且68Ga很容易从68Ge/68Ga发生器获得，而无需通过回旋加速器生产，更加方便临床医疗以及科学研究*31+。
4基于切伦科夫光的光动力治疗的争论
但在2018年，斯坦福大学医学院的Pratx等指出以上研究结果只能表明放射性核素和光敏剂以协同方式相互作用，增加了对肿瘤的治疗效果，但它们并未证明这种相互作用是通过切伦科夫光产生的。因为切伦科夫发光是一种非常微弱的现象*5+,常用的18F在纯水中(折射率n=1.33)衰变一次平均发射1.32个光子就能量而言,切伦科夫光占18F放射性衰变期间释放总能量的不到0.006%，绝大部分能量(>99.99%)通过分子激发、电离、韧致辐射和热量消散。而单个18F衰变(*+*250keV)通过水的辐解产生6800个羟基自由基(・OH)*3+,这些电离辐射产生的•OH可能在与DNA的相互作用中起主要作用。若认为切伦科夫光在肿瘤细胞的凋亡中起主导因素，其对DNA的作用必须与6800个・OH相当或更大。然而，由于TiOz的带隙(3.2eV),1.32个光子无法产生超过两个・OH°Pratx认为观察到的细胞凋亡可能是正电子与TiOz纳米颗粒直接相互作用所产生,TiOz纳米颗粒只是一个放疗增敏剂。
Achilefu教授对此进行了发文回应他指出+衰变的放射性核素与半导体如TiOz等光催化剂的相互作用可能涉及许多过程，包括:(1)通过电离辐射对大量水进行辐解，产生电子和・OH;(2)通过放射性能量转换在TiOz中产生电子和空穴对*5+;(3)通过切伦科夫发光和其他发光现象的能量转移在TiOz中产生电子和空穴对。通过控制18F-FDG剂量，确保18F辐射不会在不存在TiOz的情况下导致任何可观察到的生物效应。使用HT1080肿瘤模型，在高达30MBq时未观察到肿瘤负荷的减少。可以排除途径(1)的原因。在上述途径(2)和途径(3)中，通过催化作用可以在固-液界面上产生过氧化氢、单线态氧、羟基自由基和超氧自由基[3637]，这些自由基的累积效应会诱导肿瘤细胞凋亡。通过一个简单的模型计算，肿瘤体积为50mm3累积的18F-FDG剂量为1.6MBq(约为注射剂量的5%)，核素完全衰变将产生约500亿光子，在肿瘤区域内可以产生较大的局部光子密度，平均每个细胞接收1000个光子，将激活大量的TiOz纳米颗粒，可以产生足够多的活性氧物质以诱导生物效应，切伦科夫光介导的光动力治疗完全可行。且90Y、9Zr和68Ga等放射性核素较18F可以产生更多的光子，提供更强的切伦科夫光源。
为了进一步探索上述途径(2)中的现象，Achilefu教授研究了切伦科夫阀值(250keV)以下的电离辐射照射TiOz的生物效应，结果示于图5*4。由图5可知:TiO纳米颗粒(2.5)g/mL)与不产生切伦科夫辐射的X射线(能量小于切伦科夫阀值)在HT1080癌细胞凋亡过程中无协同作用,TiOz纳米颗粒对细胞生存率没有影响。而在6MeV的电子辐射下，加入TiOz会造成细胞活力的显著降低这表明切伦科夫光在生物效应中起主导作用
